JPH03221815A - 流速センサプローブ - Google Patents

流速センサプローブ

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JPH03221815A
JPH03221815A JP2016098A JP1609890A JPH03221815A JP H03221815 A JPH03221815 A JP H03221815A JP 2016098 A JP2016098 A JP 2016098A JP 1609890 A JP1609890 A JP 1609890A JP H03221815 A JPH03221815 A JP H03221815A
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勝 栗尾
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Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、心拍出量などの流速測定に用いる流速センサ
プローブに関する。
［従来の技術］ 従来、重傷循環不全患者の管理に必須である心拍出量測
定には、超音波法、色素希釈法、ラジオアイソトープ法
などがあり、その方法の簡便さ及び正確さにより、もっ
ばら肺動脈にカテーテルを留置する右心カテーテル法に
基づいた熱希釈法（いわゆるＳｗａｎ−Ｇａｎｚ法）が
広く用いられている。
しかし、熱希釈法で得られる情報は不連続であり、また
心拍出量測定に際し、その都度注入液を注入するための
操作を行わなければならず、手技の煩雑さと、反復した
冷生食水の注入に伴う感染や体温低下、心負荷増加など
の問題から、心拍出量の把握が必要な重傷患者はど測定
回数が限られてしまう。
心拍出量を連続的に精度よく測定する方法として、発明
者らが開発したＣＣ０Ｍシステム（ｔｌｌ：ｏｎ−ｔｉ
ｎｕｏｕｓ　Ｃａｒｄｉａｃ　０ｕｔｐｕｔ　Ｍｏｎｉ
ｔｏｒｉｎｇ　Ｓｙｓｔｅｍ）がある。これは、カテー
テルプローブ部とモニタ装置部とから構成される連続心
拍出量モニタシステムであり、電流の通電により自己加
熱するサーミスタ（ＣＦＴと呼ぶ）の血流による熱喪失
量を連続測定することによって、間欠的な冷生食水負荷
なしに心拍出量を連続的にモニタすることを実現してい
る。
心拍出量（Ｃａｒｄｉａｃ　０ｕｔｐｕｔ；　Ｃｏ）と
は、単位時間に心臓から駆出される血液量であって、通
常１分間あたりの値で表現される。通常、心臓または大
血管に短絡がないとすれば、右心の駆出量と左心の駆出
量は等しく、心拍出ｉｔ　ＣＯ［Ｌ／ｍｉｎ　］は、肺
動脈での血流速ｖ　［ｃｍ／５ｅｃｌと肺動脈断面積ｓ
　［ｃｍ２１とから次式で求められる。
Ｃｏ　＝０．０６　・ｓ　・ｖ　　　　　　　　−［１
］ここで、連続心拍出量測定の原理について説明する。
サーミスタは、温度変化に依存してその抵抗値が変化す
る性質を利用して、通常温度センサとして用いられてい
る。
しかし、そのサーミスタも抵抗体であるので、電流を多
めに流せばサーミスタ自体が発熱する。
従って血流中にこのようなサーミスタを配置すれば、サ
ーミスタの温度は電流による発熱量と血流によって奪わ
れる熱量とが平衡する温度になる。
この平衡温度Ｔｔは流速に依存して変化するので、サー
ミスタを流速センサとして利用できる。
平衡温度Ｔｔ［℃］と血流速ｙ　［ｃｍ／ｓｅｃ］　と
の関係は実験的に次式のように表わすことができる。
ｌｏｇ　Ｔ　ｔ　＝　Ａ−１ｏｇ　　ｖ　＋　Ｂ　　　
　　　・・・　［２］ここで、Ａ、Ｂは、流体及びサー
ミスタなどの特性に依存した定数である。
ところで、連続的に心拍出Ｎｃｏを測定するためには、
平衡温度Ｔｔとｃｏとの関係式を得る必要があるので、
［１１式、及び［２］式から血流速Ｖを消去すると、次
式を得る。
ｌｏｇ　Ｔｔ、＝Ａ　　ｉｏｇｃＯ＋Ｂ　ｌｏｇ［ｏ、
０６ｓ］　　＋・＋　　［３］しかしながら、［３］式
には肺動脈断面積Ｓという未知のパラメータが含まれて
おり、このままでは心拍出量の測定に用いることができ
ない。そこで心拍出量と平衡温度とを少なくとも１回測
定し、その測定値をそれぞれ較正値Ｃ０ｃＡＬとＴｔｃ
ＡＬとして［３］式に代入すると、ｌｏｇ　Ｔ　ｔ　Ｃ
ＡＬ　＝　Ａ・ｌｏｇ　Ｃ０ＣＡＬ　＋　Ｂｌｏｇ［０
，０６・ｓ］　　−［４］ となる。これら［３］式、及び［４］式から肺動脈断面
積Ｓを消去すると、 ｌｏｇ　　［Ｔ’　ｔ　／　Ｔ　ｔ　Ｃ，ＡＬ　］＝Ａ
　−ｌｏｇ　　［Ｃ０＝Ｃ０ＣＡＬ　］　　−［５コが
得られる。
従って、心拍出量ＣＯは平衡温度゛「ｔの関数として、 Ｃ０＝Ｃ０ＣＡＬ　　・［Ｔ　ｔ／　Ｔ　ｔｃＡ＋、　
］　　”’・・・［６］ のように表わすことができ、自己加熱型サーミスタを用
いた連続心拍出量測定が可能となる。
次に、ＣＣ０Ｍシステムによる心拍出量の算出方法につ
いて述べる。
ＣＣ０Ｍシステムにおいては、上述の較正を熱希釈法に
より行ない、カテーテルプローブには２個のサーミスタ
を取りイテ］ける。それらのサーミスタの内、自己加熱
し平衡温度を計測するサーミスタをＣＦ　Ｔサーミスタ
、熱希釈法で用いる血液温度を泪１ｊ定するサーミスタ
をＦＡＴサーミスタど０乎ぶ。
ＣＦＴサーミスタ温度ＴｔＲは血流速変化に依存してい
るが、血液温度ＴＢの変化にも依存している。従って、
較正時からの血液温度変化に伴うＴｔ□の補正を以下の
式によって行う。
Ｔｔ＝ＴｔＲ−Ｋ・　（ＴＢ−ＴＢ、ＡＬ）［７］ ここで、 ＴｔＲ：計測時のＣＦＴザーミスタ温度Ｋ　　　：血液
温度補正係数 ＴＢ　　：血液温度 Ｔ　Ｂ　ｃＡＬ：較正時の血液温度 である。
［６］式に［７］式の温度補正を行うと次式が得られる
。
Ｃ０＝Ｃ０ｃＡｔ　（［ｒｔＲ−＋＜（ＴＢ−ＴＢｃＡ
ｃ）］／ＴｔｃＡＬ）　”。
・・・［８］ 上述のように、心拍出量ｃｏは連続的に計測されるＣＦ
Ｔサーミスタ温度Ｔｔ３と血液温度゛Ｉ″Ｂとから［８
］式で算出される。しかし、心拍出量の全範囲（０〜１
２Ｌ／ｍｉｎ　）を、［８］式中の定数Ａの値を単一値
として算出すると精度が下がるので、以下に述べるよう
に、心拍出量の測定範囲を二分割する。即ち、心拍出量
が高流量域のときのＡの値をＡＨ１低流量域のＡの値を
Ａ１−と場合分けをした演算式を用いて心拍出量を算出
する。尚、定数Ａは流速に対する温度の指標であり、以
降これを「Ａ値」と呼ぶ。
（１）心拍出量の較正値Ｃ０ｏＡＬが２．７５Ｌ／ｍｉ
ｎより大きい場合の演算処理 最初に、熱希釈法にて心拍出量の較正を行う。
続いて、較正値（ＣＯｃＡＬとＴｔｏＡＬ）から心拍出
量が２．７５Ｌ／ｍｉｎのときのＣＦＴサーミスタ温度
Ｔｔ２７ｇを演算する。即ち、［６］式をＴｔを求める
式に変換し、Ａ値をＡＨとしてＣＯ＝　２．７５Ｌ／ｍ
ｉｎを代入すると、 Ｔ　ｔｚ７ｓ＝Ｔ　ｔｃＡＬ・（２，７５／’Ｃ０ＣＡ
Ｌ　）　”’・・・　［９］ となる。
そして、計測時には、以下の場合分けをした演算式に従
い心拍出量を求める。
■ＴｔＲ （ＴＢ ＢＣＡＬ ） ＞　Ｔ　ｔ　２　□５の とき ・・・　［１０］ ■Ｔｔ＋＋ （ＴＢ ＢｏＡＬ ） ≦Ｔｔ　２ ７５の とき ・・・　［１ １］ （２）心拍出量の較正値Ｃ０ｃＡＬ が２．７５Ｌ／ｍｉｎ より小さい場合の演算処理 （ ） の場合と同様に、 較正値 （ＣＯｃ＋＋、 と Ｔ　ｔ　ＣＡＬ ） から心拍出量が２．７５１／ｍｉｎのときのＣＦＴサー
ミスタ温度Ｔｔ２ ７５を演算する。
即 ち、 Ａ値をＡＬとし、 ［６］ 式から、 Ｔ　ｔ　２　７１１＝　Ｔ　ｔ　ＣＡＬ（２，７５／　
ＣＯＣＡＬ ） ・・・　［ｌ　２］ を得る。
計測時には、 以下の場合分けした演算式に従い 心拍出量を求める。
■ＴｔＲ−Ｋ　・ （ＴＢ−ＴＢｏＡ。
） ＞Ｔｔ　２ ７５の とき、 ・・・　［１３コ ■Ｔｔｉ　　−Ｋ　　・ （Ｔ　Ｂ　　　Ｔ　Ｂ　ＣＡＬ ） ≦Ｔｔ　２ ７もの とき、 ・・・　［１４コ 第５図は従来の流速センサプローブ （カテーテ ルプローブ）の構造を示しており、カテーテルチューブ
１にマニホールド６を介してバルーン膨張ライン９、圧
力測定ライン１０、注入液注入ライン１１．及びサーミ
スタ連結ライン１２が接続されている。
カテーテルチューブ１は先端部に圧力測定孔４、ＣＦＴ
サーミスタ２、そしてＦＡＴサーミスタ３を配する構造
となっている。また、ＣＦＴサーミスタ２、及びＰＡＴ
サーミスタ３はそれぞれＣＦＴコネクタ７、及びＰＡＴ
コネ、フタ８と電気的に接続されている。
第６図は従来の流速センサプローブにおける、ＣＦＴサ
ーミスタ装着部の構造を示す。
第６図において、ＣＦＴサーミスタ２は耐水性を確保す
るために耐水性エポキシ樹脂３４でディッピングされ、
ポリイミド製のカブトンチューブ３１に挿入されている
。カプトンチューブ３１に挿入されたＣＦＴサーミスタ
２は、カテーテルチューブ１の側孔２９に装着され、さ
らにカテーテルチューブｌに固定するために固定用エポ
キシ接着剤３６でポツティングされている。
サーミスタリード線３２は、カテーテルチューブ１内を
通ってザーミスタ連結ライン１２のＣＦＴコネクタ７に
電気的に接続される。
［本発明が解決しようとする課題］ しかしながら、上記従来のＣＣ０Ｍシステムでは、血流
に対するＣ　Ｆ　Ｔ’サーミスクの温度変化が小さく心
拍出量を測定するために必要な感度を満足していないと
いう欠点がある。即ち、流速センサプローブ（カテーテ
ルプローブ）のＣＦＴザーミスタ装着部において、ＣＦ
Ｔサーミスタと外界（血液）との間にある何層もの熱伝
導特性の悪い樹脂が、ＣＦＴサーミスタの発熱した熱量
を効率よく外界に伝えることを阻む構造を成しており、
血流による冷却が十分に行われないという欠点がある。
また、従来の流速センサプローブ（カテーテルプローブ
）は、サーミスタリード線を伝わって熱が逃げ、それが
ＰＡＴサーミスタの温度に影響を与えるという欠点があ
る。
［課題を解決するための手段］ 本発明は、上述の課題を解決することを目的として成さ
れたもので、上述の課題を解決する一手段として以下の
構成を備える。
即ち、流体中に配置された発熱手段と、前記発熱手段の
温度を検出する温度検出手段と、前記発熱手段が発熱し
た熱を前記流体に伝達して放熱する熱伝導放熱手段とを
備え、前記熱伝導放熱手段を前記発熱手段に隣接して設
けている。
［作用］ 以上の構成において、血流に対するＣＦＴサーミスタの
温度変化が大きくなり、流速測定の感度が向上する。
［実施例コ 以下、添付図面を参照して本発明に係る好適な一実施例
を詳細に説明する。
第１図は本発明に係る一実施例である流速センサプロー
ブにおける、ＣＦＴサーミスタのカテーテル側孔装着部
の構造を示す。
第１図において、ＣＦＴサーミスタ２は耐水性を確保す
るために耐水性エポキシ樹脂３４でディッピングされ、
金属小片３５に接着されている。
この金属小片３５は、材質として熱伝導率の大きい金（
Ａｕ）を使用し、また耐水性エポキシ樹脂３４には、そ
の熱伝導性を向上させる目的で窒化ホウ素（ＢＮ）を混
入しである。
金属小片３５に接着されたＣ　Ｆ　Ｔ’ザーミスタ２は
、カテーテルチューブ１の側孔２９に装着するため固定
用エポキシ接着剤３６でボッティングされ、さらにカテ
ーテル側孔２９と金属小片３５との隙間の耐水性を保つ
ために、カテーテルチューブ１　（塩ビ製）と接着性の
良好なエポキシ接着剤３３でボッティングされている。
また、耐水性エポキシ樹脂３４としては、熱伝導性に優
れたものを選択し使用している。
サーミスタリード線３２は、カテーテルチューブ１内を
通ってザーミスタ連結ライン１２のＣＦＴコネクタ７に
電気的に接続される。
流速センサプローブの流速に対する感度は、上述のＡ値
を指標として表わすことができる。
第２図は、Ａ値と［２１式から計算される流速に対する
ＣＦＴサーミスタ温度変化との関係を示している。
第２図から明らかなように、Ａ値が大きくなるにつれて
ＣＦＴ温度は小さくなるので、流速センサプローブの感
度は上がることが判る。尚、第２図に示したＡ値は、［
２コ式のＡを一１０００倍した値である。
次に、流速センサプローブのＡ値を測定するシステムに
ついて説明する。
第３図は流速センサプローブのＡ値を測定するシステム
のブロック図で、システムはφ２０ｍｍのアクリル管と
塩ビ製チューブによって構築されており、血液の代わり
に生理食塩水を循環させている。図中の矢印は、生理食
塩水２０の循環方向を示している。
生理食塩水２０は恒温槽１９で３７°Ｃに加温され、拡
散ポンプ２３と流量調節用バルブ２２で所定流量に調節
される。循環流量は電磁血流計１７によって連続的に計
測されるが、この電磁血流計１７の値は、あらかじめメ
スシリンダで流量を測定する方法と比較し較正しである
。
流速センサプローブであるＣ　ＣＯＭカテーテルプロー
ブ１５は循環回路１４中に設けられた逆止弁１６を介し
て挿入され、撹拌器２１　（熱希釈法の較正を行うとき
冷生食水の撹拌をするもので、生体における心臓の代用
となる）の下流にＣＦＴサーミスタが位置するように配
置される。
ＣＲＴサーミスタは、ＣＣ０Ｍモニタ２４により監視さ
れ、ＣＣ０Ｍモニタ２４と電磁血流計１７はコンピュー
タ２５に接続されている。
Ａ値の算出は、流量調節用バルブ２２を操作して循環回
路１４の循環流量を１２Ｌ／ｍｉｎから段階的に減量し
、その時々のＣＦＴ温度、ＰＡＴ温度（血液温度）を計
測して、電磁血流計１７が示す流量から換算した流速と
の相関から求める。
第４図は、本発明の流速センサプローブと従来のプロー
ブの性能を実測し、比較したものである。
第４図から、流速測定に対するプローブの感度を示すＡ
値について言えば、本発明の流速センサプローブは従来
のプローブに比べて高流量域、低流量域とも値が５倍以
上大きくなっている。また、プローブの放熱の程度を示
す指標であるＢパラメータ（［２］式の定数Ｂに同じ）
においても、本発明のプローブの方が値として３ポイン
ト程減少している。尚、測定プローブ数は測定に使用し
たプローブの数であり、Ａ値及びＢパラメータの値は、
測定に使用したプローブ数で平均した値である。
以上説明したように、本実施例によれば、ＣＦＴサーミ
スタが発生する熱を効率よく外界に伝えるとともに、サ
ーミスタリード線を伝わって逃げる熱量が減少するので
、流速センザブローブの流速測定の感度を上げることが
できるという効果がある。
また、高流量域と低流量域のＡ値の比が小さくなるので
、ＣＦＴ温度と流速との関係を［２］式で高精度に算出
できるという効果がある。
［発明の効果１ 以上説明したように、本発明によれば、ＣＦＴサーミス
タが発熱する熱量を効率よく外界に伝えることができ、
流速測定の感度を上げることができるという効果がある
。
【図面の簡単な説明】
第１図は本発明に係る一実施例である流速センサプロー
ブにおける、ＣＦＴザーミスタのカテーテル側孔装着部
の構造を示す図、 第２図はＡ値と、算出した流速に対するＣＦＴサーミス
タ温度変化との関係を示す図、第３図は流速センサプロ
ーブのＡ値を測定するシステムのブロック図、 第４図は本発明の流速センサプローブと従来のプローブ
の性能比較を示す図、 第５図は従来の流速センサプローブ（カテーテルプロー
ブ）の構造を示す図、 第６図は従来の流速センサプローブにおける、ＣＦＴサ
ーミスタ装着部の構造を示す図である。 図中、１・・・カテーテルチューブ、２・・・ＣＦＴ　
３ サーミスタ、３・・・ＰＡＴサーミスク、４・・・圧力
測定孔、５・・・注入液注入孔、６・・・マニホールド
、７・・・ＣＦＴコネクタ、８・・・Ｐ　Ａ　Ｔコネク
タ、９・・・バルーン膨張ライン、１０・・・圧力測定
ライン、１１・・・注入液注入ライン、］２・・・サー
ミスタ連結ライン、１４・・・循環回路、１５・・・Ｃ
Ｃ０Ｍカテーテルプローブ、１６・・・逆止弁、］７・
・・電磁血流計、１８・・・電磁血流計プローブ、１９
・・・恒温槽、２０・・・生理食塩水、２１・・・撹拌
器、２２・・・流量調節用バルブ、２３・・・拡散ポン
プ、２４・・・ＣＣ０Ｍモニタ、２５・・・コンピュー
タ、２９・・・側孔、３０・・・サーミスタルーメン、
３１・・・カプトンチューブ、３２・・・サーミスタリ
ード線、３３・・・エポキシ接着剤、３４・・・耐水性
エポキシ樹脂、３５・・・金属小片、３Ｇ・・・固定用
エポキシ接着剤である。 　４ フ。Ｊ土叡普；１」つ

Claims (7)

    【特許請求の範囲】
  1. （１）流体中に配置された発熱手段と、前記発熱手段の
    温度を検出する温度検出手段と、前記発熱手段が発熱し
    た熱を前記流体に伝達して放熱する熱伝導放熱手段とを
    備え、前記温度検出手段で検出した前記発熱手段の温度
    変化から前記流体の流速を連続測定する流速センサプロ
    ーブであり、前記熱伝導放熱手段を前記発熱手段に隣接
    して設けたことを特徴とする流速センサプローブ。
  2. （２）発熱手段と温度検出手段とが単一の抵抗体で構成
    されていることを特徴とする請求項第１項に記載の流速
    センサプローブ。
  3. （３）熱伝導放熱手段が金属によつて構成されているこ
    とを特徴とする請求項第１項に記載の流速センサプロー
    ブ。
  4. （４）熱伝導放熱手段が耐水性及び電気的絶縁性を有す
    る樹脂層と、金属とからなり、前記樹脂層が発熱手段と
    接し、また前記金属が流体と接するよう配置されている
    ことを特徴とする請求項第１項及び第２項に記載の流速
    センサプローブ。
  5. （５）樹脂層に熱伝導率が大きく、かつ体積抵抗率の大
    きい熱伝導物質を混入してなることを特徴とする請求項
    第４項に記載の流速センサプローブ。
  6. （６）金属に金を用いてなることを特徴とする請求項第
    ３項及び第４項に記載の流速センサプローブ。
  7. （７）熱伝導物質が窒化ホウ素、窒化ケイ素、アルミナ
    、及びダイヤモンドのうち少なくとも一つ以上からなる
    ことを特徴とする請求項第５項に記載の流速センサプロ
    ーブ。
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